DE19631916A1 - Echtzeit-Messung von Temperaturveränderungen im lebenden Objekt mit Magnetresonanz-Abbildung - Google Patents
Echtzeit-Messung von Temperaturveränderungen im lebenden Objekt mit Magnetresonanz-AbbildungInfo
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Description
Das Gebiet der Erfindung sind kernmagnetische Resonanz-Abbil
dungsverfahren und -Systeme. Insbesondere bezieht sich die Er
findung auf die Messung von Temperaturveränderungen im lebenden
Körper, unter Verwendung von kernmagnetischen Resonanz-Abbil
dungs-Techniken.
Wenn eine Substanz, wie beispielsweise menschliches Gewebe ei
nem einheitlichen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) unterworfen
wird, versuchen sich die einzelnen magnetischen Momente der
Spins in dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld auszurichten,
präzedieren aber darum mit ihrer charakteristischen Larmor-
Frequenz. Wenn die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld
(Erregungsfeld B₁), das sich in der x-y-Ebene befindet und nahe
der Larmor-Frequenz ist, unterworfen wird, kann das netz-aus
gerichtete Moment Mz in der x-y-Ebene gedreht oder "gekippt"
werden, um ein netz-queres magnetisches Moment Mt zu erzeugen.
Nach Beendigung des Erregungssignals B₁ wird von den erregten
Spins ein Signal emittiert und dieses Signal kann empfangen und
verarbeitet werden, um ein Bild zu erzeugen.
Wenn diese Signale zur Erzeugung von Bildern verwendet werden,
werden Magnetfeld-Gradienten (Gx, Gy und Gz) verwendet. Typi
scherweise wird der abzubildende Bereich in einer Folge von
Meßzyklen abgetastet, in denen sich diese Gradienten entspre
chend des besonderen, verwendeten Verfahrens zur Ortsfestlegung
verändern. Der sich ergebende Satz von empfangenen kernmagneti
schen Resonanz-Signalen wird digitalisiert und verarbeitet, um
das Bild unter Verwendung von einer von vielen wohlbekannten
Bildrekonstruktionstechniken zu rekonstruieren.
Thermische Veränderungen in Substanzen, die der Magnetresonanz-
Abildung oder kernmagnetischen Resonanz-Spektroskopie unterzo
gen werden, verursachen bekanntermaßen Spin-Resonanzfrequenz-
Verschiebungen aufgrund von Änderungen in der Magnetisierbar
keit bzw. magnetischen Suszeptibilität. Zahlreiche Magnetre
sonanz-Abbildungstechniken wurden vorgeschlagen, um Temperatur
veränderungen in Geweben im lebenden Objekt zu beobachten. Die
se Verfahren können eine eigene niedrige räumliche Auflösung
besitzen oder zeitlich langsam sein. Auch können einer thermi
schen Behandlung unterzogene Gewebe ihre Eigenschaft ändern und
diese Änderungen können die kernmagnetische Resonanz-Messung
separat von der Temperaturveränderung im Gewebe beeinflussen.
Als Ergebnis davon sind kernmagnetische Resonanz-Temperatur
messungen im lebenden Objekt weniger genau als Messungen, die
bei Phantomen durchgeführt werden.
Die vorliegende Erfindung ist ein Verfahren zum Erzeugen einer
Temperaturkarte, die die Temperaturveränderung von einer Be
zugsbedingung für lebende Gewebe anzeigt. Unter Verwendung ei
ner kernmagnetischen Resonanz-Impulsfolge mit einer kurzen
Echozeit (TE₁) wird ein Bezugs-Phasenbild erzeugt; dann wird
unter Verwendung einer kernmagnetischen Resonanz-Impuls folge
mit einer langen Echozeit (TE₂) ein Meß-Phasenbild erzeugt; und
es wird mittels Berechnen des Phasenunterschieds oder des kom
plexen Unterschieds bei jedem Pixel bzw. Bildelement der zwei
Phasenbilder eine Temperaturkarte erzeugt.
Eine allgemeine Aufgabe der Erfindung besteht darin, die Ge
nauigkeit von Temperaturmessungen im lebenden Gewebe zu verbes
sern. Mittels Auswählen der zwei Echozeiten (TE₁ und TE₂), so
daß eine mit den Signalen von Fett-Spins und Wasser-Spins, die
gleichphasig sind, und die andere Echozeit mit diesen Signalen,
die außer Phase sind, zusammenfällt, wird die sich ergebende
Messung selbstvergleichend. Ungenauigkeiten aufgrund von Unter
schieden in Gewebearten und Veränderungen in Geweben während
der Therapie werden beseitigt.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht darin, Temperatur
karten in Echtzeit während eines Behandlungsvorgangs zu erzeu
gen. Die Phasenbilder sind zweidimensionale diskret fourier
transformierte kernmagnetische Bilder mit hoher räumlicher Auf
lösung, die während der Behandlung kontinuierlich erfaßt werden
können. Eine einzelne, Doppel-Echo-Impulsfolge kann zur Erfas
sung sowohl der Bezugs- als auch der Meß-Phasenbilddaten ver
wendet werden. In der Alternative kann ein anfängliches Phasen
bild als Bezugs-Phasenbild verwendet werden und aktulisierte
Temperaturkarten können nach der Erfassung von Meß-Phasenbil
dern unter Verwendung einer Einzel-Echo-Impulsfolge erzeugt
werden.
Diese und weitere Aufgaben, Merkmale und Vorteile der Erfindung
werden aus der folgenden Beschreibung eines bevorzugten Ausfüh
rungsbeispiels in Verbindung mit der Zeichnung deutlich.
Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz-Abbildungs
systems, das die vorliegende Erfindung verwendet,
Fig. 2 ein elektrisches Blockschaltbild der Sende-/Empfangs-
Einrichtung, die einen Teil des Magnetresonanz-Abbildungssy
stems aus Fig. 1 bildet, und
Fig. 3 eine graphische Darstellung einer bevorzugten Impulsfol
ge, die zur Erfassung der Phasenbilddaten gemäß der Erfindung
verwendet wird.
Fig. 1 zeigt die Hauptbestandteile eines bevorzugten Magnet
resonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems), das die vorliegende
Erfindung enthält. Der Betrieb des Systems wird von einer Be
dienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und eine
Steuertafel 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die
Bedienerkonsole 100 steht über eine Verbindungseinrichtung bzw.
Verbindungsleitung 116 mit einem separaten Computersystem 107
in Verbindung, das dem Bediener eine Steuerung der Erzeugung
und Anzeige von Bildern auf der Anzeigeeinrichtung bzw. dem
Bildschirm 104 ermöglicht. Das Computersystem 107 enthält eine
Anzahl von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwand
platine in Verbindung stehen. Diese Einrichtungen enthalten
eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentralverarbei
tungseinrichtung bzw. Zentral-Einheit 108 und eine Speicher-
Einrichtung 113, die im Stand der Technik als Bildspeicher zur
Speicherung von Bilddatenfeldern bekannt ist. Das Computersy
stem 107 ist mit einer Plattenspeichereinrichtung 111 und einer
Bandlaufwerkseinrichtung 112 zur Speicherung von Bilddaten und
Programmen verbunden, und steht mit einer separaten System
steuereinrichtung 112 über eine serielle Hochgeschwindigkeits-
Verbindungseinrichtung bzw. -Verbindungsleitung 115 in Ver
bindung.
Die Systemsteuereinrichtung 122 enthält einen Satz von mitein
ander über eine Rückwandplatine verbundenen Einrichtungen. Die
se Einrichtungen enthalten eine Zentralverarbeitungseinrichtung
bzw. Zentraleinheit 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung
121, die mit der Bedienerkonsole 100 über eine serielle Verbin
dungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 125 verbunden ist.
Über diese Verbindungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 125
empfängt die Systemsteuereinrichtung 122 Befehle von dem Bedie
ner, die die durchzuführende Abtastfolge anzeigen. Die Impul
serzeugungseinrichtung 121 betätigt Systembestandteile, um die
gewünschte Abtastfolge auszuführen. Sie erzeugt Daten, die den
Zeitpunkt, die Stärke und die Form der zu erzeugenden Hochfre
quenz-Impulse (RF-Impulse) und den Zeitpunkt und die Länge des
Datenerfassungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrich
tung 121 ist mit einem Satz von Gradientenverstärkereinrichtun
gen 127 verbunden, um den Zeitpunkt und die Form der während
der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse anzuzeigen. Die
Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten
von einer physiologischen Erfassungs-Steuereinrichtung 129, die
Signale von einer Anzahl von verschiedenen, mit dem Patienten
verbundenen, Sensoren empfängt, wie beispielsweise EKG-Signale
von Elektroden oder Atemsignale von einem Blasebalg. Und
schließlich ist die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer
Abtastraum-Schnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale
von zahlreichen mit der Bedingung des Patienten und des Magnet
systems verbundenen Sensoren empfängt. Auch empfängt ein
Patienten-Positionierungssystem 134 über diese Abtastraum-
Schnittstellenschaltung 133 Befehle, den Patienten zur ge
wünschten Position für die Abtastung zu bewegen.
Die von der Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gradien
ten-Signalformen werden an ein Gradientenverstärkereinrich
tungs-System 127 mit Gx-, Gy- und Gz-Verstärkereinrichtungen
angelegt. Jede Gradientenverstärkereinrichtung erregt eine ent
sprechende Gradientenspule in einer im allgemeinen als 139 be
zeichneten Anordnung, um die zur Positionskodierung erfaßter
Signale verwendeten Magnetfeld-Gradienten zu erzeugen. Die
Gradientenspulen-Anordnung 139 bildet einen Teil einer Magne
tanordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine
Ganzkörper-Hochfrequenz-Spule 152 enthält. Eine Sende-/Em
pfangs-Einrichtung 150 in der Systemsteuereinrichtung 122 er
zeugt Impulse, die von einer Hochfrequenz-Verstärkereinrichtung
151 verstärkt und über eine Sende-/Empfangs-Schalteinrichtung
154 zu der Hochfrequenz-Spule (RF-Spule) 152 übertragen werden.
Die sich ergebenden, von den erregten Kernen in dem Patienten
abgestrahlten Signale können durch dieselbe Hochfrequenz-Spule
152 erfaßt und über die Sende-/Empfangs-Schalteinrichtung 154
zu einer Vorverstärkereinrichtung 153 übertragen werden. Die
verstärkten kernmagnetischen Resonanz-Signale werden in dem
Empfangsteil der Sende-/Empfangs-Einrichtung 150 demoduliert,
gefiltert und digitalisiert. Die Sende-/Empfangs-Schaltein
richtung 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungsein
richtung 121 gesteuert, um die Hochfrequenz-Verstärkerein
richtung 151 während der Sende-Betriebsart mit der Hochfre
quenz-Spule 152 und während der Empfangs-Betriebsart mit der
Vorverstärkereinrichtung 153 zu verbinden. Die Sende-/Empfangs-
Schalteinrichtung 154 ermöglicht auch die Verwendung einer se
paraten Hochfrequenz-Spule (beispielsweise einer Kopfspule oder
einer Oberflächenspule) entweder in der Sende- oder Empfangs-
Betriebsart.
Die mittels der Hochfrequenz-Spule 152 aufgenommenen kernmagne
tischen Resonanz-Signale werden von der Sende-/Empfangs-Einrichtung 150
digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung 160
in der Systemsteuereinrichtung 122 übertragen. Wenn die Abta
stung vollständig ist und ein gesamtes Datenfeld in der Spei
chereinrichtung 160 erfaßt wurde, fourier-transformiert eine
Feld-Verarbeitungseinrichtung 161 die Daten in ein Feld von
Bilddaten. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbin
dungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 115 dem Computersystem
107 zugeführt, wo sie in der Plattenspeichereinrichtung 111
gespeichert werden. Ansprechend auf von der Bedienerkonsole 100
empfangene Befehle können diese Bildaten auf der Bandlaufwerk
seinrichtung 112 archiviert oder von der Bildverarbeitungsein
richtung 106 weiterverarbeitet und der Bedienerkonsole 100 zu
geführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt werden.
Insbesondere gemäß den Fig. 1 und 2 erzeugt die Sende-/Em
pfangs-Einrichtung 150 das Hochfrequenz-Erregungsfeld (RF-
Erregungsfeld) B₁ mittels einer Leistungsverstärkereinrichtung
151 an einer Spule 152A und empfängt das sich ergebende, in
einer Spule 152B induzierte, Signal. Wie vorstehend gezeigt,
können die Spulen 152A und 152B, wie in Fig. 2 gezeigt, separat
sein oder sie können eine einzelne Ganzkörper-Spule sein, wie
in Fig. 1 gezeigt. Die Grund- oder Trägerfrequenz des Hochfre
quenz-Erregungsfelds wird unter Steuerung einer Frequenz-Syn
thetisiereinrichtung 200 erzeugt, die einen Satz von digitalen
Signalen (CF) von der Zentralverarbeitungseinrichtung bzw. Zen
traleinheit 119 und der Impulserzeugungseinrichtung 121 emp
fängt. Diese digitalen Signale zeigen die Frequenz und Phase
des an einem Ausgang 201 erzeugten Hochfrequenz-Trägersignals
an. Der befohlene Hochfrequenz-Träger wird an eine Modulations-
und Aufwärtswandlungseinrichtung 202 angelegt, wo seine Ampli
tude ansprechend auf ein auch von der Impulserzeugungseinrich
tung 121 empfangenes Signal R(t) moduliert wird. Das Signal
R(t) definiert die Hüllkurve des zu erzeugenden Hochfrequenz-
Erregungsimpulses und wird in der Impulserzeugungseinrichtung
121 durch aufeinanderfolgendes Auslesen einer Reihe von gespei
cherten digitalen Werten erzeugt. Diese gespeicherten digitalen
Werte können der Reihe nach von der Bedienerkonsole 100 aus
verändert werden, um die Erzeugung irgendeiner gewünschten
Hochfrequenz-Impuls-Hüllkurve zu ermöglichen.
Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten Hochfrequenz-Erregungs
impulses wird von einer Erregungsdämpfungseinrichtung 206 ge
dämpft, die einen digitalen Befehl TA von der Rückwandplatine
118 empfängt. Die gedämpften Hochfrequenz-Erregungsimpulse wer
den an die Leistungsverstärkereinrichtung 151 angelegt, die die
Hochfrequenz-Spule 152A ansteuert. Für eine genauere Beschrei
bung dieses Teils der Sende-/Empfangseinrichtung 122 wird auf
das US-Patent Nr. 4 952 877 verwiesen.
Gemäß den Fig. 1 und 2 wird das von dem Objekt erzeugte Si
gnal von der Empfangs-Spule 152B aufgenommen und über die Vor
verstärkereinrichtung 153 an den Eingang einer Empfängerdämp
fungseinrichtung 207 angelegt. Die Empfängerdämpfungseinrich
tung 207 verstärkt das Signal weiter um eine durch ein von der
Rückwandplatine 118 empfangenes digitales Dämpfungssignal (RA)
bestimmte Menge.
Das empfangene Signal liegt bei oder um die Larmor-Frequenz
herum und dieses Hochfrequenz-Signal wird in einem Zwei-
Schritt-Verfahren mittels einer Abwärtswandlereinrichtung 208
abwärts gewandelt, die zuerst das kernmagnetische Resonanz-
Signal mit dem Trägersignal auf Leitung 201 mischt und dann das
sich ergebende Differenzsignal mit dem 2,5 MHz Bezugssignal auf
Leitung 204 mischt. Das abwärts gewandelte kernmagnetische
Resonanz-Signal wird an den Eingang einer Analog-Digital-
Wandlereinrichtung (A/D-Wandlereinrichtung) 209 angelegt, die
das analoge Signal abtastet und digitalisiert und es an eine
digitale Erfassungs- und Signalverarbeitungseinrichtung 210
anlegt, die 16-bit gleichphasige Werte (I-Werte) und 16-bit
Quadratur-Werte (Q-Werte) entsprechend dem empfangenen Signal
erzeugt. Der sich ergebende Strom von digitalisierten I- und
Q-Werten des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine
118 zu der Speichereinrichtung 160 ausgegeben, wo sie zur Re
konstruktion eines Bilds verwendet werden.
Das 2,5 MHz Bezugssignal so wie das 250 kHz Abtastsignal und
die 5, 10 und 60 MHz Bezugssignale werden von einer Bezugsfre
quenz-Erzeugungseinrichtung 203 aus einem gemeinsamen 20 MHz
Haupt-Taktsignal erzeugt. Diese bilden eine Bezugsphase für die
empfangenen kernmagnetischen Resonanz-Signale, so daß die Phase
genau in den I- und Q-Werten widergespiegelt wird. Für eine
genauere Beschreibung der Empfangseinrichtung wird auf das US-
Patent 4 992 736 verwiesen.
Um die gegenwärtige Erfindung durchzuführen, wird eine Abta
stung unter Verwendung einer Abbildungs-Impulsfolge durchge
führt und ein Bild wird rekonstruiert, bei dem die Phasenin
formationen bei jedem Pixel bzw. Bildelement erhalten bleiben.
Beim bevorzugten Ausführungsbeispiel wird eine zweidimensionale
Bild-Impulsfolge verwendet und es wird auf das erfaßte Feld von
komplexen Signal-Abtastwerten eine zweidimensionale Fourier
transformation angewendet. Die Phase bei jedem Bild-Pixel bzw.
Bildelement kann als das Argument des komplexen Werts bei dem
Pixel bzw. Bildelement berechnet werden: Φ = tan-1Q/I. Wie nach
stehend beschrieben wird, kann diese Phasenmessung zur Berech
nung einer Phasendifferenz (ΔΦ) bei jedem Bild-Pixel bzw. Bil
delement verwendet werden, die Gewebetemperaturen anzeigt. In
der Alternative kann die komplexe Differenz zur Erzeugung einer
Temperaturkarte verwendet werden, wobei die I- und Q-Werte bei
jedem Pixel bzw. Bildelement verwendet werden. Bei dem bevor
zugten Ausführungsbeispiel wird eine Gradienten-abgerufene
(gradient recalled) Echo-Impulsfolge zur Erfassung dieser Pha
senbilddaten verwendet.
Gemäß Fig. 3 beginnt eine Gradienten-Echo-Impulsfolge mit der
Übertragung eines Hochfrequenz-Impulses 50 mit geringer Band
breite in der Gegenwart eines Schnitt-Auswahl Gz-Impulses 52.
Die Energie und die Phase dieses anfänglichen Hochfrequenz-
Impulses kann derart gesteuert werden, daß an seinem Ende die
magnetischen Momente der einzelnen Kerne in der x-y-Ebene eines
sich drehenden Bezugsrahmens des Kernspin-Systems ausgerichtet
sind. Ein Impuls mit derartiger Energie und Dauer wird als 90°
Hochfrequenz-Impuls bezeichnet.
Das Ergebnis des kombinierten Hochfrequenz-Signals und des Gra
dientenimpulses 52 besteht darin, daß die Kernspins eines
schmalen Schnitts im dreidimensional abgebildeten Objekt ent
lang der räumlichen z-Ebene erregt sind. Nur die Spins mit ei
ner Larmor-Frequenz, unter dem kombinierten Feld Gz und B₀,
innerhalb der Frequenz-Bandbreite des Hochfrequenz-Impulses wird
erregt werden. Daher kann die Position des Schnitts mittels der
Gradienten Gz-Intensität und der Hochfrequenz-Frequenz gesteu
ert werden.
Ein negativer Gz-Rücksetz-Gradienten-Impuls 54 dient zum Phase
numkehren der Kernspins in der x-y-Ebene des drehenden Rahmens.
Der Rücksetz-Impuls 54 ist daher ungefähr gleich der Hälfte des
Bereichs des Teils des Schnitt-Auswahl-Gradienten 52, der wäh
rend des Hochfrequenz-Impulses 50 auftritt.
Nach oder während dem Anlegen des Gz-Rücksetz-Impulses 54 wird
ein Gx-Ansetz- bzw. -Vorsetz (rewind)-Impuls 56 angelegt. Der
Ansetz-Impuls 56 beginnt die präzedierenden Kerne außer Phase
zu bringen. Die Kerne mit hohen räumlichen Orten innerhalb des
Schnitts schreiten als ein Ergebnis der Gx-induzierten höheren
Larmor-Frequenz in der Phase schneller fort als die Kerne an
niedrigeren räumlichen Orten. Nachfolgend verursacht ein posi
tiver Gx-Auslese-Impuls 58, mit dem Mittelpunkt beim Zeitpunkt
TE₁, nach der Mitte des Hochfrequenz-Impulses 50, daß die
außerphasigen Spins in einem ersten Gradientenecho- oder kernma
gnetischen Resonanz-Signal 60 bei oder nahe dem Mittelpunkt des
Auslese-impulses 58 wieder Phase annehmen. Das Gradientenecho
60 ist das kernmagnetische Resonanz-Signal für eine Reihe oder
Spalte in einem Bezugs-Phasenbild. Der Auslese-Gradient Gx wird
dann umgekehrt, um einen zweiten Auslese-Impuls 64 zu erzeugen
und ein zweites Gradienten-Echo kernmagnetisches Resonanz-
Signal 66 wird gebildet und erfaßt. Der Mittelpunkt des zweiten
Gradientenechos 66 liegt bei TE₂ und es erzeugt die Daten von
einer Reihe oder Spalte in einem Meß-Bild. Wie nachstehend er
kennbar wird, werden die Echozeiten TE₁ und TE₂ sehr sorgfältig
ausgewählt, um die zwei Echosignale 60 und 66 mit der relativen
Phase von Fett- und Wasserspins zeitlich auszurichten. Verän
derbare Bandbreitenverfahren, wie beispielsweise das im US-
Patent Nr. 4 952 876 beschriebene mit dem Titel "Variable Band
width Multi-echo NMR Imaging", können zum Vorteil der Verbesse
rung des Signal-Rausch-Verhältnisses verwendet werden.
Bei einer zweidimensionalen Abbildungsfolge wird ein Gradien
ten-Impuls Gy angelegt, um die Spins entlang der y-Achse wäh
rend der Ansetz-Gradienten 56 zu phasenkodieren. Die Folge wird
dann mit verschiedenen Gy-Gradienten wiederholt, wie es im
Stand der Technik bekannt ist, um einen kernmagnetischen Reso
nanz-Ansichtssatz zu erfassen, aus dem ein tomographisches Bild
eines Bildobjekts entsprechend herkömmlichen zweidimensionalen
diskreten Fouriertransformations-Rekonstruktionstechiken rekon
struiert werden kann. Die kernmagnetischen Resonanz-Signale 60
und 66 sind die Summe der Komponenten-Signale von vielen präze
dierenden Kernen über den erregten Schnitt. Idealerweise wird
die Phase jedes Komponentensignals durch die Stärke der Gz-,
Gx und Gy-Gradienten am Ort des einzelnen Kerns während der
Auslese-Impulse 58 und 64 bestimmt und daher durch die räumli
chen z-Achsen, x-Achsen und y-Achsen Orte des Kerns. In der
Praxis beeinflussen jedoch zahlreiche andere Faktoren die Phase
der kernmagnetischen Resonanz-Signale 60 und 66 - einschließ
lich der Temperatur der abgetasteten Gewebe.
Die magnetische Suszeptibilität bzw. Magnetisierbarkeit von
Gewebe verändert sich als eine Funktion der Temperatur. Diese
Suszeptibilitätsveränderung verursacht der Reihe nach Spin-
Resonanz-Verschiebungen, die sich linear mit der Temperatur
verändern. Für Wasser verändert sich die Spin-Resonanz-Frequenz
mit einer Rate von ungefähr 0,01 ppm/°C und für Fett mit einer
Rate von ungefähr 0 ppm/°C. Die sich ergebenden Frequenz-
Verschiebungen bei drei Polarisations-Feldstärken sind in Ta
belle 1 dargestellt.
Typische Temperaturveränderungen in Geweben aufgrund von zahl
reichen Behandlungen und Verfahren sind in Tabelle 2 dargelegt.
Thermisch induzierte chemische Verschiebungs-Änderungen können
unter Verwendung von Phasenbildern fein beobachtet werden, da
die Magnetresonanz-Signalphase (proportional zur Frequenz) sich
linear als eine Funktion der Temperatur verschiebt. Für Wasser-
Spins (0,01 ppm/°C) tritt eine relative 4,5°/°C Phasenverschie
bung bei 1,5T für eine 20 ms Echozeit/TE) in einer Gradienten
abgerufenen (gradient recalled) Echo-Impulsfolge (0,63 Hz/°C *
20 ms * 360°/Zyklus) auf. Andererseits wird eine relative Sig
nal-Phasenverschiebung von ∼0°/°C für Fett-Spins beobachtet
werden. Da Gewebe aus verschiedenen Zusammenstellungen von Fett
und Wasser zusammengesetzt sind und da die Zusammensetzung der
Gewebe sich als eine Funktion der Temperatur verändern kann,
ist die Messung von Gewebetemperatur im lebendem Objekt kom
plex. Die Genauigkeit wird auch durch die Bewegung des Patien
ten während der Abtastung verringert und die Spin-Relaxations
zeit verändert sich während der Behandlung.
Die Genauigkeit von Temperaturmessung im lebenden Objekt wird
gemäß der vorliegenden Erfindung durch Verwendung des Unter
schieds zwischen Bildern verbessert, bei denen ein Phasenbild
als Bezug dient. Auch werden die Echo-Zeiten (TE) der zur Er
fassung der zwei Phasenbilder verwendeten Impulsfolgen derart
gewählt, daß die Signale von Fett-Spins und Wasser-Spins entwe
der gleichphasig oder außer-Phase zueinander sind. Tabelle 3
gibt einige der Echo-Zeiten (TE) für die Gradienten-abgerufene
(gradient recalled) Echo-Impulsfolge gemäß Fig. 3 an, um kern
magnetische Resonanz-Signale mit Fett- und Wasser-Spins entwe
der gleichphasig oder außer Phase zu erzeugen.
Erfindungsgemäß wird eine Temperaturkarte erzeugt, indem zwei
Phasenbilder erfaßt werden. Das erste Phasenbild wird mit einer
aus der vorstehenden Tabelle 3 ausgewählten kurzen Echozeit
(TE₁) mit Fett- und Wasserspins entweder gleichphasig oder au
ßer Phase erfaßt. Diese Erfassung dient als ein räumliches,
Zusammensetzungs-, Relaxationszeit- und Temperatur-Bezugs-
Phasenbild.
Ein zweites Phasenbild wird mit einer aus der vorstehenden Ta
belle 3 ausgewählten Echozeit (TE₂) mit Fett- und Wasser-Spins
in umgekehrter Bedingung zu der der Bezugserfassung erfaßt. Mit
anderen Worten, wenn die TE₁ für das Bezugs-Phasenbild mit
Fett- und Wasser-Spins gleichphasig gewählt ist, dann wird das
zweiten Phasenbild mit Fett- und Wasser-Spins außer Phase er
faßt oder umgekehrt. Wenn der Unterschied zwischen den zwei
Phasenbildern zur Erzeugung einer Temperaturkarte verwendet
wird, wird die sich ergebende Temperaturkarte nicht von Suszep
tibilitäts- bzw. Magnetisierbarkeits- und Temperaturveränderun
gen aufgrund der im abgebildeten Gewebe vorhandenen zwei Arten
von Spins beeinflußt und die Genauigkeit der Messung wird we
sentlich verbessert.
Die zur Erzeugung einer Temperaturkarte notwendigen Informatio
nen sind in der Phasendifferenz zwischen den Bezugs- und den
Meß-Bildern enthalten. Diese Informationen können auf einer
Vielzahl von Arten extrahiert werden. Zuerst kann die Phasen
differenz (ΔΦ) bei jedem Bild-Pixel bzw. Bildelement berechnet
werden:
ΔΦ = tan-1Q₂/I₂ - tan-1Q₁/I₁.
Diese Phasendifferenzwerte (ΔΦ) werden mit einer Konstanten
multipliziert, um eine relative Temperatur anzeigende Zahlen zu
erzeugen. Dies ist das bevorzugte Verfahren, wenn eine quanti
tative Temperaturkarte erzeugt wird.
Andererseits, wenn die Temperaturempfindlichkeit wichtiger ist,
wird ein komplexes Differenz-Verfahren (D-Verfahren) verwendet,
um die Temperaturkarte zu erzeugen. Die komplexe Differenz (D)
wird bei jedem Temperatur-Bildpixel bzw. -Bildelement unter
Verwendung der entsprechenden I₁-, Q₁-, I₂- und Q₂-Werte der
jeweiligen Meß-Phasen- und Bezugsphasenbilder berechnet.
Die Empfindlichkeit der Temperaturmessung wird mittels der Grö
ße der Differenz in der Echozeit (TE₂-TE₁) ausgewählt. Die
Verwendung von längeren Echozeiten erhöht die Empfindlichkeit
der Temperaturmessung, erhöht aber auch die Wahrscheinlichkeit
einer Phasenverschiebung. Eine derartige Verschiebung kann un
ter Verwendung von Standardtechniken korrigiert werden, wie
beispielsweise von G.H. Glover in "Multipoint Dixon Sequences
for Proton Water, Fat and Susceptibility Imaging", J. Magn.
Reson. Imaging 1: 521-530 (1991), und G.H. Glover, E. Schneider
in "Three-Point Dixon Technique for True Water/Fat Decomposi
tion with Bo Inhomogeneity Correction", Magn. Reson. Med. 18:
371-383 (1991), beschrieben.
Während im bevorzugten Ausführungsbeispiel eine Doppel-Echo-
Impulsfolge zur Erfassung beider Phasenbilder in einer einzel
nen Abtastung verwendet wird, kann auch eine Einzel-Echo-Im
pulsfolge verwendet werden. In einem derartigen Fall ist es
nicht erforderlich, die Bezugsbilderfassung jedesmal, wenn eine
Temperaturkarte während eines Behandlungsvorgangs erzeugt wer
den soll, zu erzeugen. Wenn das erste Bezugsbild erhalten wird,
müssen die nachfolgenden Phasenbilder nur zum zweiten Echo-
Zeitpunkt erfaßt werden, damit der Selbstbezug wirkungsvoll
ist. Jedoch, wenn während des Verlaufs einer Behandlung wesent
liche Gewebeveränderungen auftreten, kann es wünschenswert
sein, erneut abzutasten und das Bezugs-Phasenbild zu aktuali
sieren.
Zusätzliche Erfassungszeit kann gespart werden, wenn "Schlüs
selloch"- oder andere Teil-k-Raum-Abbildungsverfahren in Ver
bindung mit den gegenwärtigen selbstbezugnehmenden Temperatur
kartenbildungs-Verfahren verwendet werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist ein sehr genaues Verfahren
zum Messen von Temperaturveränderungen im lebenden Objekt, wenn
eine T₂*-Verzögerung nicht aufgetreten ist. Bei den längeren,
zum Erhalten einer hohen thermischen Phasenempfindlichkeit ver
wendeten Echozeiten (TE₂) wird eine Korrektur der T₂*-Verzö
gerung notwendig. Diese Korrektur kann auf einfache Weise wie
im Anhang beschrieben erreicht werden. Auf dieselbe Weise kön
nen auch Änderungen des örtlichen Magnetfelds (B₀) oder von T₂*
aufgrund von thermischen Veränderungen in der Abbildungsumge
bung geschätzt und in dem Phasendifferenzbild ausgemacht wer
den. Die T₂*-Verzögerung kann mittels Beobachten der Verringe
rung im Größensignalwert zwischen dem Bezugs-Phasenbild und dem
zweiten Phasenbild bestimmt werden. Die Größensignalverringe
rung kann zur Schätzung von T₂* und zur Berechnung der sich aus
der Magnetisierungs-Verzögerung ergebenden Netto-Phasendiffe
renz berechnet werden. Ein Beispiel ist im Anhang für eine
Lorentz-Verteilung angegeben.
Eine schnelle, hohe räumliche und hohe Temperatur-Auflösungs-
Temperaturkarten-Erzeugungs-Technik im lebenden Objekt wurde
dargestellt. Die thermische Meßtechnik ist selbstbezugnehmend,
wodurch die Beobachtung der Temperatur in heterogenen Geweben
und während eines Behandlungsvorgangs möglich ist. Während in
dem bevorzugten Ausführungsbeispiel eine Gradienten-abgerufene
(gradient recalled) Echo-Impulsfolge zur Erzeugung der Phasen
bilder verwendet wird, können andere wohlbekannte Abbildungs-
Impulsfolgen verwendet werden. Auch können Einzel- und Doppel-
Spin-Echo-Impulsfolgen verwendet werden und es können entweder
zwei- oder dreidimensionale Impulsfolgen funktionieren.
Auch ist, während im Ausführungsbeispiel TE₁ und TE₂ verschie
den sind, dies nicht notwendig. TE₁ und TE₂ können gleich sein.
In diesem Fall müssen TE₁ und TE₂ nicht auf Fett-Wasser gleich
phasige und außer-phasige Grenzen fallen, sondern sie können
irgendeinen Wert annehmen.
Thermische Veränderungen in Geweben, die einer Behandlung un
terzogen werden, anzeigende kernmagnetische Resonanz-Bilder
werden unter Verwendung einer Gradienten-abgerufenen Doppel-
Echo-Impulsfolge erzeugt. Ein Bezugs-Phasenbild wird unter Ver
wendung einer kurzen Echozeit erzeugt und ein Meß-Phasenbild
wird unter Verwendung einer längeren Echozeit erzeugt. Tempera
turkarten werden während der Behandlung unter Veränderung der
Phasendifferenzinformationen an entsprechenden Pixeln bzw. Bil
delementen der zwei Phasenbilder erzeugt.
Bei Gradienten-abgerufener (gradient recalled) Echo-Abbildung
(GRE-Abbildung) verteilen sich sowohl Suszeptibilität bzw. Ma
gentisierbarkeit und Feldheterogenität entsprechend T₂*. Dieser
Term erhöht die Verteilung der Larmorfrequenzen (Resonanz-
Halbwertsbreite), die als eine Lorentz Gleichung beschrieben
werden kann. Die beobachtete Signalintensität nimmt direkt pro
portional zum effektiven T₂* ab, das berechnet wird durch:
wobei T₂ die intrinsische Spin-Spin-Relaxationszeit und T₂′ die
Verteilung von magnetischer Suszeptibilität bzw. Magnetisier
barkeit und Magnetfeld-Inhomogenitäten darstellt. Beide, die
T₂- und T₂′-Terme können thermisch veränderlich sein, so wie
sowohl die magnetische Suszeptibilität bzw. Magnetisierbarkeit,
der Gewebeinhalt und die -Art, als auch die gegenwärtigen Spin-
Spin-Relaxations-Zeiten von der Temperatur abhängen. Ein Ver
lust an Kohärenz kann geschätzt werden durch:
oder er kann aus exakten Signalintensitätsberechnungen ge
schätzt werden. Für eine Hochfrequenz-verschmutzte GRE-Unter
suchung oder eine nichtverschmutzte GRE-Untersuchung mit TR »
T₂* wird das Signal berechnet als
Für beliebige Parameter GRE-Bilder wird das Signal berechnet
als
mit
und
Eine Echo-Signalintensität und somit eine Phase werden sind als
eine Funktion der ausgewählten Impulsfolge-Parameter verändern.
Wenn Phasendifferenz-Selbstbezugs-Techniken verwendet werden,
wird es möglich sein, die Phasenverteilung zu T₂* aus Gleichung
2 entweder für GRE- oder SPGR-Erfassungsfolgen zu schätzen. Die
aufgrund der T₂*-Verzögerung in dem zweiten Bild relativ zum
ersten Bild angehäufte Phase (ΔΦ) kann geschätzt und von der
Phasendifferenzkarte auf eine Pixel-für-Pixel-Weise bzw.
Bildelement-für-Bildelement-Weise subtrahiert werden:
Claims (12)
1. Verfahren zum Erzeugen eines Temperaturveränderungen in ei
nem in einem kernmagnetischen Resonanz-System angeordneten Ob
jekt anzeigenden Bilds, mit den Schritten:
- a) Durchführen eines Abtastung mittels Durchführen einer kern magnetischen Resonanz-Impulsfolge (50, 52, 54, 56, 62, 58) mit einer Echozeit (TE₁) zum Erfassen von kernmagnetischen Reso nanz-Bezugsdaten (60) aus Geweben in dem Objekt,
- b) Rekonstruieren einer Bezugs-Phasenbilds aus den erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten,
- c) Durchführen einer Abtastung mittels Durchführen eines kern magnetischen Resonanz-Impulsfolge (50, 52, 54, 56, 62, 58, 64) mit einer Echozeit (TE₂) zum Erfassen von kernmagnetischen Re sonanz-Meßdaten (66) aus den Geweben,
- d) Rekonstruieren eines Meß-Phasenbilds (161, 107) aus den er faßten kernmagnetischen Resonanz-Meßdaten, und
- e) Erzeugen einer Temperaturkarte auf der Grundlage der Differ enz zwischen dem Meß-Phasenbild und dem Bezugs-Phasenbild.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei
die Echozeiten TE₁ und TE₂ gewählt sind, um Momenten zu ents
prechen, in denen die von Fett-Spins und Wasser-Spins erzeugten
kernmagnetischen Resonanz-Signale gleichphasige bzw. außer-
Phase sind.
3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei
die Echozeiten TE₁ und TE₂ gewählt sind, um Momenten zu ents
prechen, in denen die von Fett-Spins und Wasser-Spins erzeugten
kernmagnetischen Resonanz-Signale außer-Phase bzw. gleichphasig
sind.
4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei
die Schritte c), d) und e) eine Vielzahl von Malen wiederholt
werden, um eine entsprechende Vielzahl von zusätzlichen Temper
aturkarten zu erzeugen.
5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei
die kernmagnetischen Resonanz-Impulsfolgen Gradienten-Echo-Im
pulsfolgen sind.
6. Verfahren nach Anspruch 1, wobei
die Temperaturkarte unter Berechnung der komplexen Differenz
zwischen entsprechenden Werten in dem Meß-Phasenbild und dem
Bezugs-Phasenbild erzeugt wird.
7. Verfahren zum Erzeugen eines Temperaturveränderungen in ei
nem in einem kernmagnetischen Resonanz-System angeordneten Ob
jekt anzeigenden Bilds, mit den Schritten:
- a) Durchführen einer Abtastung mittels Durchführen einer kern magnetischen Resonanz-Impulsfolge, die ein erstes kernmagne tisches Resonanz-Echosignal (60) von Geweben in dem Objekt zu einer ersten Echozeit (TE₁) und ein zweites kernmagnetisches Resonanz-Echosignal (66) zu einer zweiten Echozeit (TE₂) er zeugt,
- b) separates Erfassen von durch die ersten und zweiten kernmag netischen Resonanz-Echosignale (60, 66) erzeugten kernmagnetis chen Resonanz-Daten (118, 153, 152, 154) während der Abtastung, um jeweilige Bezugs- und Meß-Datensätze zu bilden,
- c) Rekonstruieren eines Bezugs-Bilds (118, 107) aus dem Bezugs- Datensatz,
- d) Rekonstruieren eines Meß-Bilds (118, 107) aus dem Meß-Daten satz,
- d) Erzeugen einer Temperaturkarte auf der Grundlage der Differ enz zwischen dem Meß-Phasenbild und dem Bezugs-Phasenbild.
8. Verfahren nach Anspruch 7, wobei
die Echozeiten TE₁ und TE₂ gewählt sind, um Momenten zu ents
prechen, in denen die von Fett-Spins und Wasser-Spins erzeugten
kernmagnetischen Resonanz-Signale gleichphasig bzw. außer-Phase
sind.
9. Verfahren nach Anspruch 7, wobei
die Echozeiten TE₁ und TE₂ gewählt sind, um Momenten zu ents
prechen, in denen die von Fett-Spins und Wasser-Spins erzeugten
kernmagnetischen Resonanz-Signale außer-Phase bzw. gleichphasig
sind.
10. Verfahren nach Anspruch 7, wobei
die kernmagnetischen Resonanz-Impulsfolgen Gradienten-Echo-Im
pulsfolgen sind.
11. Verfahren nach Anspruch 7, wobei
die Temperaturkarte unter Berechnung der komplexen Differenz
zwischen entsprechenden Werten in dem Meß-Phasenbild und dem
Bezugs-Phasenbild erzeugt wird.
12. Vorrichtung zur Erzeugung eines Temperaturveränderungen in
einem in einem kernmagnetischen Resonanz-System angeordneten
Objekt anzeigenden Bilds, mit:
- a) einer Einrichtung (121, 122, 127, 150, 152) zur Durchführung einer Abtastung mittels Durchführung einer kernmagnetischen Resonanz-Impulsfolge (50, 52, 54, 56, 62, 58, 64) mit einer Echozeit (TE₁, TE₂) und zur Erfassung von Resonanz-Daten aus Geweben in dem Objekt,
- b) einer Einrichtung (210, 160) zur Rekonstruktion eines Pha senbilds aus den erfaßten Resonanz-Daten, wobei die Einrichtung zur Durchführung der Abtastung und Erfas sung sowohl kernmagnetische Resonanz-Bezugsdaten als auch kern magnetische Resonanz-Meßdaten erfaßt und die Einrichtung zur Rekonstruktion aus den erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Be zugsdaten bzw. Resonanz-Meßdaten jeweils ein Bezugs-Phasenbild und ein Meß-Phasenbild rekonstruiert, und
- c) einer Einrichtung (122, 160, 210) zur Erzeugung einer Tem peraturkarte, die auf der Grundlage der Differenz zwischen dem Meß- und dem Bezugs-Phasenbild eine Temperaturkarte erzeugt.
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